用于获取ECG信号的ECG前端和方法

摘要

公开用于获取ECG信号的ECG前端和方法。前端包括多个并行测量分支，每个测量分支包括具有第一端子和第二端子的保护电阻器，其中第一端子可连接到相应ECG电极。每个测量分支包括可操作地连接到保护电阻器的第二端子的第一输入放大器以及具有第一和第二端子的电容器，其中电容器的第一端子可操作地连接到第一输入放大器与保护电阻器的第二端子之间的点，并且电容器的第二端子连接到第二输入放大器的虚拟地。每个第一输入放大器充当ECG通道信号的来源，并且每个第二输入放大器充当高频信号分量的来源。

说明书

技术领域

一般来说，本公开涉及心电图(ECG)监测。更具体来说，本公 开涉及ECG监测器的前端的实现。

背景技术

已知，可通过将小型电极附连在患者皮肤上来非侵入性地测量心 动周期。测量和记录电极之间由心脏造成的电压差，以便获得患者的 心电图(ECG)。ECG电极也可用于测量患者的呼吸信号。为此，通 常对患者提供远远超过ECG频率的高频激励信号。因此，尽管使用 滤波器来减少环境干扰，但是高于实际ECG频率的某些频率必定会 传递到监测器。为了能够在所有状况中为所有患者记录弱电压，测量 面临许多挑战。为了满足这些挑战，如果不做太多妥协，那么前端的 复杂性必然会增大。

实际上，需要保护ECG测量电子器件以免受去颤器的高压脉冲 的影响，因为去颤器脉冲可能会对ECG测量设备造成永久性损坏。 此外，要实施保护以使得去颤器脉冲的能量不会被测量设备分流，否 则这将导致低效去颤。ECG测量设备、即ECG监测器还应能够从测 量的波形信号中检测起搏器尖刺波，并过滤掉由用于治疗患者的其它 设备(例如，电外科设备)造成的噪声和干扰。这些相矛盾的要求的 一个实例是，电外科设备需要使用滤波电容器来过滤掉噪声，而从检 测快速起搏器尖刺波或诸如激励信号的其它高频信号来看，这样的滤 波器的存在并不适宜。除非被过滤掉，否则在分流去颤器电流所需的 箝位电路中会将由电外科设备生成的高频噪声向下转换。通常需要箝 位电路，但它会在存在来自例如电外科设备的未经过滤的高频噪声的 情况下产生额外的(低频)噪声。

这些相矛盾的要求导致这样一种实现，其中保护电阻器一方面对 于实际ECG信号、另一方面对于起搏器尖刺波和呼吸信号形成并行 且专用的输入分支。在每个输入分支中，保护电阻器使去颤器输出电 压(约为5kV)跌落至约5伏或以下的电平。考虑到精心设计的ECG 前端对于每个ECG电极包括2个或3个保护电阻器，保护电阻器的 总数变得相当大。这转化为高空间要求、笨重的实际电路以及高成本。 此外，保护电阻器的数量增加导致并行输入分支的数量增加，这往往 会增加前端电路的输入阻抗不平衡。而这又会削弱电路抵制共模噪声 的能力。

发明内容

本文解决了上述问题，这将从以下说明书充分理解。

为了减少保护电阻器的总数，不对ECG和高频信号使用并行保 护电阻器，而是将作为滤波元件所需的电容器连接到充当高频信号的 输入放大器的放大器的虚拟地。即，利用该电容器来将每个输入导线 划分为两个分支，从而允许这两个分支使用相同的保护电阻器。

在一个实施例中，一种用于ECG监测器的ECG前端装置包括多 个并行(parallel)测量分支，每个测量分支包括具有第一端子和第二端 子的保护电阻器，其中第一端子可连接到相应ECG电极。每个测量 分支包括可操作地连接到保护电阻器的第二端子的第一输入放大器 以及具有第一和第二端子的电容器，其中电容器的第一端子可操作地 连接到第一输入放大器与保护电阻器的第二端子之间的点，并且电容 器的第二端子连接到第二输入放大器的虚拟地。每个第一输入放大器 充当ECG通道信号的来源，并且每个第二输入放大器充当高频信号 分量的来源。

在另一个实施例中，一种用于为ECG监测器获取ECG信号的方 法包括：形成多个并行测量分支，每个测量分支包括具有第一端子和 第二端子的保护电阻器，其中第一端子可连接到相应ECG电极；以 及在每个测量分支中将保护电阻器的第二端子可操作地连接到第一 输入放大器。该方法还包括：在每个测量分支中将电容器的第一端子 可操作地连接到第二端子与第一输入放大器之间的点；将电容器的第 二端子连接到第二输入放大器的虚拟地；以及在每个测量分支中从第 一输入放大器获取ECG通道信号，并从第二输入放大器获取高频信 号。

本发明可用于所有应用，其中有益的是将庞大的高压电阻器最小 化，并且其中在靠近ECG前端电路的输入处进行低频和较高频信号 的分离。

根据以下详细描述和附图，本领域技术人员将明白本发明的各种 其它特征、目的和优点。

附图说明

图1示出具有ECG导出的呼吸测量的现有技术的ECG前端；

图2示出具有ECG导出的呼吸测量的改进的ECG前端；以及

图3示出图2中的ECG前端的单个测量分支的另一个实施例。

具体实施方式

为了论证ECG前端的基本要求，首先论述现有技术的ECG前端。 图1示出具有ECG导出的呼吸测量的典型的现有技术ECG前端的实 例。该前端连接到通常包括两个最外部电极10和N-2个中间电极11 的一组N(N≥3)个ECG电极。

在这个实例中，测量装置包括用于保护前端以免受去颤器的高压 脉冲影响的2N个保护电阻器12。另外，测量装置包括呼吸测量所需 的两个额外的保护电阻器12a。因此，在这个实例中，ECG电极的总 数为2N+2个。每个最外部电极10连接到两个保护电阻器12和一个 额外的保护电阻器12a，而每个中间电极11连接到两个保护电阻器12。 由于是ECG导出的呼吸测量，因此每个最外部电极10需要额外的保 护电阻器12a。在ECG导出的呼吸测量中，高频激励源13通常连接 到两个电极，这两个电极通常是最外部电极10。从该激励源通过相应 的额外保护电阻器将高频激励电流提供给最外部电极10之一。于是， 这两个最外部电极之间的电压与在电极之间形成的信号路径的阻抗 成比例。所测量的阻抗通常是患者的经胸阻抗，即，最外部电极通常 附连到胸腔的相对两侧。根据阻抗测量，可获得呼吸信号，它指示患 者的呼吸节律。经胸阻抗也可用于导出指示心脏的机械泵压动作和大 动脉中的血液流动的阻抗心脏信号(阻抗心动描记法，ICG)。

除了ECG导出的呼吸测量的两个额外的保护电阻器12a之外，每 个ECG电极通过专用保护电阻器12连接到在本上下文中称为ECG 测量分支的第一输入分支14，并通过另一个专用保护电阻器12连接 到在本上下文中称为高频测量分支的第二输入分支15。

每个ECG测量分支14包括箝位电路16、滤波电容器17和第一 输入放大器18，这里，第一输入放大器18是非反相运算放大器。每 个箝位电路包括两个二极管，并且每个保护电阻器12将相应的ECG 电极连接到第一输入放大器18的输入端子。这里，输入端子形成滤 波电容器与箝位电路的二极管的公共极点(pole)P1；箝位电路的一个 (正向)二极管将所述极点连接到正工作电压+V，而另一个(反向) 二极管将所述极点连接到负工作电压-V，并且滤波电容器将所述公共 极点接地。从第一输入放大器18的输出获得各个ECG通道的信号。 即，将N个ECG通道提供给ECG监测器。

每个高频测量分支15包括第二输入放大器，这里，第二输入放 大器是反相运算放大器19。相应的电极通过保护电阻器12连接到第 二输入放大器的反相输入，而放大器的非反相输入接地。可从第二输 入放大器的输出获得高频信号，即，起搏器峰值和阻抗信号。

ECG前端的以上设计是多个要求的结果，这些要求至少部分地彼 此矛盾，这将在下文论述。

第一，保护电阻器需要靠近ECG电极，从而使约为5kV的去颤 器电压跌落至约5伏的电平，以便使ECG测量设备不会被高压脉冲 损坏。去颤器脉冲的剩余电流仍然需要分流，并且因此将保护电阻器 与箝位电路耦合，箝位电路通过电源轨道将由去颤器生成的电流分 流。第二，诸如电外科设备的各种电装置的使用会造成电噪声/干扰， 这会在箝位电路中限幅时造成低频噪声。为了在第一输入放大器之前 过滤掉这些噪声，在极点P1处将一个或多个滤波电容器17接地。电 容器形成低通滤波器，它通过ECG频率，但去除噪声，并且因此防 止噪声进入第一输入放大器。第三，ECG信号可能包含将要检测和测 量的起搏器尖刺波。所述尖刺波可能具有非常短的持续时间，尤其是 在植入式起搏器的情况下更是如此。由于无法从具有滤波电容器的分 支有效地测量高频信号，所以通常需要专用测量分支、即高频测量分 支15以测量高频信号(起搏器尖刺波和阻抗(激励)信号)。第四， 需要将激励信号提供给保护电阻器的电极侧，并且因此对于电源线也 需要保护电阻器12。

因此，具有ECG导出的呼吸和起搏器尖刺波检测的精心设计的 ECG前端需要如图1所示的元件。从而，ECG前端对于每个ECG通 道包括2个或3个保护电阻器。由于存在高去颤电压，所以保护电阻 器较为庞大以防止电击穿。由于将有大数量的这样的电阻器放在靠近 电极的位置，所以ECG前端的实际实现变得庞大、笨重、同时也费 成本。

为了减少保护电阻器的数量，不将滤波电容器17接地，而是将 它连接到虚拟地。即，不是将滤波电容器接地，而是将电容器连接到 维持在稳定基准电势的节点。利用图1中的电路来说明改进之处，这 个节点是第二输入放大器19的反相输入P2，如图2所示。这样，可 从电路中去除图1中的高频测量分支的保护电阻器。除了这些改变之 外，图2中的ECG前端与图1中的ECG前端类似，并且因此只从修 改之处来描述图2中的电路。在图2中，使用与图1中相同的附图标 记来表示相同的元件。

因此，图2的实施例对于每个ECG电极包括一个测量分支20。 每个测量分支包括连接到相应ECG电极的保护电阻器12，从而保护 测量分支的其余部分免受去颤器脉冲的影响。每个测量分支还包括箝 位电路16，从而通过电源轨道将由去颤器脉冲生成的电流分流。滤波 电容器17的第一端子连接到公共极点P1，其第二端子连接到第二输 入放大器19的虚拟地。因此，在公共极点P1处，通过将滤波电容器 连接到反相放大器19的虚拟地而将每个测量分支划分为ECG和高频 测量分支。在第一输入放大器18的输入处过滤掉的高频信号分量存 在于反相放大器19的输出处，并且因此可从所述输出获得起搏器尖 刺波和阻抗信号。

在图2的实施例中，保护电阻器的数量减少到N+2个。这使得 ECG前端的实际实现变得不那么笨重，并且显著减少了ECG前端的 空间要求和成本。此外，通过减少输入分支的数量，该前端改善了ECG 测量的输入阻抗平衡，并且因此也改善了对共模噪声的抵制。标准需 要对源阻抗(即，患者电极)不平衡有良好的共模抵制，并且通过减 少输入分支的数量，这种不平衡得以减少。通过滤波电容器将测量分 支20划分成两个部分保持了能够对于慢信号设计输入放大器电路并 对于快信号设计反相放大器电路的优势。这既减少了总的能量消耗， 也减少了成本。从ICG测量来看，保护电阻器的减少也是有用的。ICG 得益于具有几个高频激励通道、但有多个读出通道的能力，并且因此 去颤保护电阻器的数量减少的益处在ICG前端中尤其显而易见。

在ECG前端的其它实施例中，可对图2所示的结构做出各种修 改。这些修改主要由实际实现要满足的规范规定。例如，额外的电容 器30可从虚拟地接地，从而过滤射频干扰。此外，可在第一输入放 大器的输入处增加额外的低通滤波器单元31。图3中示出这些改变， 图3只示出并行测量分支20之一。还可能的是，通过利用比上文描 述的电路更简单的电路来实现保护电阻器的减少的益处。例如，如果 在保护电阻器之后剩余的去颤器脉冲能量不会损坏设备，那么无需使 用箝位电路16。如果使用箝位电路，那么包括两个二极管的电路提供 实现箝位的简单且具成本效益的方法。

尽管虚拟地是通常与运算放大器有关的概念，但是通过分立式晶 体管来实现反相放大器电路也是可能的。因此，虚拟地在这里是指维 持在稳定基准电势的极点。

本书面描述利用实例来公开包括最佳模式的本发明，并且还使得 本领域技术人员能够制作和使用本发明。本发明的可授予专利的范围 由权利要求限定，并且可包括本领域技术人员可想到的其它实例。如 果这些其它实例具有与权利要求的字面语言没什么不同的结构或操 作元素，或者如果这些其它实例具有与权利要求的字面语言无实质差 异的结构或操作元素，那么它们要在权利要求的范围内。

附图标记列表

10 最外部电极

11 中间电极

12 保护电阻器

12a 额外的保护电阻器

13 高频激励源

14 ECG 测量分支

15 高频测量分支

16 箝位电路

17 滤波电容器

18 第一输入放大器

19 第二输入放大器

20 测量分支

30 额外的电容器

31 额外的低通滤波器单元